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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und Magnetresonanzanlage zur automatisierten Bestimmung eines einen Untersuchungsbereich betreffenden Aufnahmevolumens zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes.
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Zur Aufnahme von Magnetresonanzdatensätzen wird immer mit einer Sendespule Energie in ein dreidimensionales Volumen eingetragen. Dabei kann das Volumen in einer Richtung, der Richtung des sogenannten Schichtgradienten, sehr viel kleiner sein als in den beiden anderen Raumrichtungen. Dann wird, dies ist vor allem bei zweidimensionaler Bildgebung, auch spektroskopischer Bildgebung, der Fall, vom Anregen einer Schicht gesprochen. Bei dreidimensionaler Bildgebung und spektroskopischen Experimenten ist dagegen der Begriff des Anregungsvolumens verbreitet. In der vorliegenden Anmeldung wird unter dem Aufnahmevolumen das im Rahmen der Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes, und zwar sowohl eines Bilddatensatzes wie auch eines Spektroskopiedatensatzes, durch Energieeintrag angeregte und während der Auslesephase ausgelesene, einen Signalbeitrag liefernde Volumen bezeichnet.
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Liegen Teile des angeregten Volumens nicht im ausgelesenen Volumen, wie dies beispielsweise bei manchen Verfahren des „Arterial Spin Labeling“ und der „Time of flight“-Flussbildgebung bekannt ist, sind diese Teile nicht umfasst. Hierbei handelt es sich um Volumina, die zur Sättigung bewegter Spins präpariert werden und außerhalb des Aufnahmevolumens liegen, auch wenn von dort Spins in das Aufnahmevolumen einfließen. Das Aufnahmevolumen wird auch als Volume of Interest oder VOI bezeichnet.
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Dabei ist das anregbare bzw. angeregte Volumen in Schichtrichtung relativ frei einstellbar. Die minimale Höhe des Volumens ist über den verwendeten Anregungsimpuls bzw. seine Form und die Gradientenstärke in der Raumrichtung, in der der Gradient während des Einstrahlens des Anregungsimpulses anliegt, vorgegeben. Da die Schichtrichtung frei wählbar ist können dementsprechend in unterschiedlichen Raumrichtungen unterschiedliche minimale Schichtdicken resultieren.
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In den beiden anderen Raumrichtungen, Lese- und Phasenrichtung genannt, ist dagegen das Untersuchungsobjekt im gesamten angeregten Bereich abzubilden bzw. aufzunehmen. Bei bildgebenden Experimenten, entstehen sonst sogenannte Einfaltungen, d.h. der abgeschnittene Teil des Untersuchungsobjekts wandert auf der anderen Seite des Bildes in das Bild hinein und es kommt zu Überlagerungen mit dort abgebildeten anderen Abschnitten des Untersuchungsobjekts.
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Bei spektroskopischen Experimenten ohne Volumenselektion besteht dagegen das Problem, dass bei Aufnahme von Signalen aus sämtlichen Bereichen des Untersuchungsobjekts innerhalb der Spule immer eine Überlagerung erwünschter und unerwünschter Signale resultiert, im aus den Rohdaten generierten Spektrum sich beispielsweise Signalintensitäten aus verschiedenen Körperbereichen überlagern.
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Um das aufgenommene Signal auf bestimmte Bereiche zu beschränken sind verschiedene Arten der „single voxel spectroscopy“ entwickelt worden. Dabei wird mit einem Präparationsmodul das das Aufnahmevolumen umgebende Gewebe abgesättigt und anschließend Signale aus dem Aufnahmevolumen und dem umgebenden Volumen aufgenommen. Aufgrund der Vorsättigung liefert das Gewebe außerhalb des Aufnahmevolumens keinen oder fast keinen Beitrag mehr.
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Unter Sättigung wird dabei allgemein verstanden, dass ein Volumen mittels eines HF-Impulses bzw. Anregungsimpulses so angeregt wird, dass die Longitudinalmagnetisierung um 90° aus der Ruhelage klappt. Danach wird ein Spoilergradient geschaltet, der diese Magnetisierung dephasiert, wodurch sie nicht mehr detektierbar ist. Das Vorgehen, so die Magnetisierung außerhalb des Aufnahmevolumens abzusättigen, wird unter dem Begriff „outer volume suppression“ (OVS) geführt. Das Volumen, in denen mit einem HF-Impuls Magnetisierung abgesättigt wird, heißt Sättigungsband. Zum Absättigen des Gewebes außerhalb eines Aufnahmevolumens werden mehrere Sättigungsbänder benötigt, in der Regel werden acht bis zwanzig Sättigungsbänder verwendet.
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Daneben ist es bekannt, das Aufnahmevolumen selektiv anzuregen, beispielsweise mittels einer Abfolge eines 90°- und zweier 180°-Impulse. Die Methode wird PRESS genannt. Nachteilig ist allerdings, dass im Wesentlichen nur quaderförmige Volumina anregbar sind.
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Das Vorgehen bei der Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes bei Einsatz von OVS sieht üblicherweise folgendermaßen aus: zuerst werden ein oder mehrere Übersichtsbilder aufgenommen. In diesen wird das Aufnahmevolumen markiert bzw. segmentiert, indem ein Benutzer die Bilder von Hand auswertet. Dieses Volumen wird noch so vereinfacht, dass es eine verwertbare Anzahl von Seiten- bzw. Einzelflächen besitzt. Danach werden die Sättigungsbänder automatisch so um das Aufnahmevolumen herum gelegt, dass der Signalbeitrag von außerhalb des Aufnahmevolumens minimal ist. Im Anschluss erfolgt die eigentliche Datenaufnahme. Dabei ist das Aufnahmevolumen von den Sättigungsbändern umgeben bzw. wird durch diese festgelegt.
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Dieses Verfahren zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes ist beispielsweise aus Venugopal et al., Automatic conformal prescription of very selective saturation bands for in vivo 1H-MRSI of the prostate, NMR Biomed. 2012, 25: 643–653 bekannt. Bei diesem Verfahren ist noch keine vollständige Automatisierung erreicht, weil das Aufnahmevolumen bzw. das Untersuchungsobjekt, anhand dessen die Sättigungsbänder platziert werden, von Hand zu segmentieren ist.
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Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Magnetresonanzanlage anzugeben, mit dem das Aufnahmevolumen automatisiert festgelegt werden kann.
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Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß mit einem Verfahren zur automatisierten Bestimmung eines ein Organ betreffenden Aufnahmevolumens zur Aufnahme von Magnetresonanzsignalen gemäß Anspruch 1 gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
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Erfindungsgemäß wird zunächst wenigstens ein einen Untersuchungsbereich wenigstens teilweise abbildender Magnetresonanzbilddatensatz aufgenommen. Es können in einer bevorzugten Ausführungsform mehrere zweidimensionale Bilddatensätze gleichzeitig akquiriert werden. Dies ist beispielsweise bei Spinecho- oder Turbospinecho-Sequenzen möglich, wobei die Wartezeiten während der Relaxation der Longitudinalmagnetisierung in einer Schicht zur Aufnahme anderer Schichten genutzt wird. Selbstverständlich können die einzelnen Bilder auch nacheinander aufgenommen werden. Bei Sequenzen wie FLASH oder TrueFisp existieren keine derartig langen Wartezeiten, mit denen die gleichzeitige Aufnahme mehrerer Schichten durchführbar ist, andererseits benötigen diese Sequenzen nur einen Bruchteil der Zeit, die für die Aufnahme mit einer Spinecho-Sequenz anfällt. Alternativ kann auch ein dreidimensionaler Magnetresonanzbilddatensatz aufgenommen werden.
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Wenn von der Aufnahme eines Bilddatensatzes die Rede ist, ist selbstverständlich gemeint, dass mit einer Spule oder einem Spulenarray die aus dem Untersuchungsobjekt stammenden Signale detektiert werden, über mehrere elektrische Einrichtungen, beispielsweise Verstärker und AD-Wandler geführt werden und als Rohdaten zumindest temporär abgespeichert werden. Die Rohdaten werden mittels Postprocessing-Schritten wie Zerofilling und Fouriertransformation zu Bilddaten weiterverarbeitet.
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Aus dem oder den Magnetresonanzbildern wird anschließend der Untersuchungsbereich automatisch segmentiert und die so gewonnenen Segmente als Segmentierungsergebnis gespeichert.
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Danach wird zu jedem Segment eine Hüllkurve ermittelt, die den im Magnetresonanzbild oder in der Ebene abgebildeten des Untersuchungsbereichs umgibt. Die Hüllkurve ist selbstverständlich nicht irgendeine Kurve um den Unterschungsbereich bzw. seinen Querschnitt, sondern diejenige Kurve, die möglichst eng um das Organ herum führt und dabei den Umfang minimiert. Die Hüllkurve ist daher mit einer Schnur vergleichbar, die straff um einen Gegenstand geführt wird.
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Um die Hüllkurve zu beschreiben bzw. festzulegen ist es ausreichend, Stützstellen anzugeben. Alternativ kann die Hüllkurve auch durch eine beliebige Anzahl an diskreten Punkten festgelegt werden. Die Berechnung der Hüllkurve erleichtert die folgende Berechnung des Rechtecks wesentlich, da der Querschnitt des Untersuchungsbereichs üblicherweise eine Vielzahl an Bildelementen enthält, von denen die meisten irrelevant bei der Ermittlung des umgebenden Rechtecks sind.
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Anschließend wird ein Rechteck ermittelt, das sämtliche Stützstellen oder Punkte der Hüllkurve umgibt. In der einfachsten Ausgestaltung werden im Koordinatensystem der Projektionsebene jeweils der höchste und der niedrigste Wert in x- und y-Richtung voneinander subtrahiert, wodurch die Länge und die Breite des Rechtecks sowie seine Lage definiert sind. Ausgehend von diesem Rechteck kann das Aufnahmevolumen bestimmt werden, indem noch seine Höhe ermittelt wird. Hierfür wird auf die Aufnahmeparameter zurückgegriffen.
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Es wird für jedes Magnetresonanzbild oder jede Ebene eines dreidimensionalen Magnetresonanzbildes, das einen Querschnitt des Untersuchungsbereichs abbildet, eine eigene Hüllkurve und ein eigenes Rechteck ermittelt. Die Höhe des jeweiligen Rechtecks ist durch die Schichtdicke der Magnetresonanzbilder gegeben.
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Bei dieser Ausgestaltung der Ermittlung der Lage des Rechtecks ist das Organ zwar vollständig enthalten, es sind jedoch eine Vielzahl an Hüllkurven und entsprechenden Rechtecken zu ermitteln.
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In einer alternativen Ausgestaltung ist daher vorgesehen, dass vor Ermittlung der Hüllkurve mehrere Segmente in eine Projektionsebene projiziert werden. Die Projektion der Segmente kann senkrecht zur Sagittalebene durchgeführt werden, sie kann aber auch in Richtung der Hauptachse des Untersuchungsbereichs vorgenommen werden. Dadurch werden alle Segmente zu einer einzigen Fläche überlagert.
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Aufgrund der Projektion sind alle Volumenanteile des Untersuchungsbereichs in der Projektionsebene repräsentiert. Eine die projizierten Segmente umgebende Hüllkurve umhüllt daher den Untersuchungsbereich in der gesamten Länge. Es ist somit ausreichend, eine einzige Hüllkurve und ein einziges die Hüllkurve umgebendes Rechteck zu ermitteln.
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Bei dieser Alternative wird das Aufnahmevolumen als Quader ausgebildet. Die Lage wird folgendermaßen bestimmt:
Durch die Ecke des Rechtecks (21) am nächsten zur Transversalebene (12) wird eine erste Seitenfläche des Aufnahmevolumens parallel zur Transversalebene gelegt. Die weiteren Seitenflächen des Quaders bzw. Aufnahmevolumens werden durch die jeweils größten und kleinsten x- und y-Werte der projizierten Segmente gelegt. Es existieren jeweils ein größter und ein kleinster Wert, insgesamt also vier Werte. Diese Seitenflächen sind senkrecht zur Transversalebene und parallel zur Sagittalebene bzw. Frontalebene angeordnet. Die letzte Seitenfläche ist wiederum parallel zur ersten Seitenfläche. Somit sind alle sechs Seitenflächen des Quaders definiert.
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Die Auslese- oder Phasenrichtung liegt in der Sagittalebene und parallel zur Transversalebene und die Phasen- oder Ausleserichtung liegt in der Sagittalebene und parallel zur Frontalebene. Es handelt sich hierbei nur um die reine Orientierung und Richtungsangabe, da insbesondere bei der spektroskopischen Bildgebung kein Auslesegradient sondern nur phasenkodierende Gradienten verwendet werden.
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Das Field of View kann ebenfalls automatisch vorgegeben werden. Es kann genauso groß sein wie das berechnete Rechteck bzw. das Aufnahmevolumen. Zur Vermeidung von Einfaltungen kann das Field of View auch größer als das berechnete Rechteck sein. Insbesondere ist es in jeder Richtung um 2 bis 3, insbesondere 2.5, Bildelementbreiten vergrößert. Dabei definiert die Anzahl der Bildelemente im berechneten Rechteck die Auflösung und auch die Bildelementbreite.
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Alternativ zur Projektion in die Sagittalebene findet eine Projektion des Segmentes in Abhängigkeit der Richtung der Hauptachse des Untersuchungsbereichs statt, insbesondere von der Hauptachse auf eine zur Hauptachse senkrecht angeordnete Ebene. Durch die Projektion wird sichergestellt, dass das ermittelte Rechteck möglichst senkrecht auf der Hauptachse des Untersuchungsbereichs steht, wodurch das sich ergebende Volumen des Aufnahmevolumens verringert wird.
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Vorzugsweise ist vorgesehen, dass als Rechteck ein Rechteck mit minimiertem, insbesondere minimalem, Flächeninhalt ermittelt wird. Eine Minimierung der Rechteckfläche und damit des Aufnahmevolumens kann beispielsweise durch Rotation des Rechtecks und anschließender Neuberechnung der Lage der Seiten vorgenommen werden. Diese Rotation kann in beide Drehrichtungen solange fortgeführt werden bis keine Verkleinerung des Flächeninhalts mehr statt findet. Das kleinere der beiden erhaltenen Rechtecke ist dann dasjenige mit minimiertem Flächeninhalt.
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Dieses Vorgehen zum Ermitteln eines minimierten Flächeninhalts kann zwar sehr leicht implementiert werden, es ist allerdings nicht ausgeschlossen, dass das globale Minimum, nämlich der minimale Flächeninhalt, nicht erreicht wird. Die Berechnung des minimalen Flächeninhalts eines Rechtecks kann beispielsweise über das in Freeman H. and Shapira R., Determining the Minimum-Area Encasing Rectangle for an Arbitrary Closed Curve, Communications oft the ACM, Vol. 18, Nr. 7, pp. 409–413, 1975 offenbarte Verfahren vorgenommen werden.
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Zur weiteren Reduzierung der Rechenzeit kann der „rotating calipers“-Algorithmus verwendet werden.
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Bei einer Rotation mit einem geringen Drehwinkel ändert sich der Flächeninhalt eines Rechtecks normalerweise nur unwesentlich. Um die Verringerung der Anzahl der Seitenflächen des Aufnahmevolumens zu vereinfachen kann daher bei Verwendung einer Vielzahl an Rechtecken der Rotationswinkel der Rechtecke vereinheitlicht werden. Dadurch ist der Flächeninhalt der meisten Rechtecke, der nach wie vor den jeweiligen Organquerschnitt umschließt, nicht mehr minimal, die benachbarten Seitenflächen lassen sich aber leichter interpolieren.
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In einer Fortbildung kann ausgehend von dem minimierten oder minimalen Rechteck ein Vieleck erzeugt werden, indem sozusagen überstehende Ecken des Rechtecks mittels Verbindungslinien „abgekürzt“ werden. Jede dieser Verbindungslinien erhöht aber die Anzahl der Ecken des Vielecks, weshalb in der Folge auch mehr Sättigungsbänder benötigt werden, um ein Aufnahmevolumen mit einer derartigen Außenfläche zu erzeugen. Mit steigender Anzahl der Sättigungsbänder steigt auch die Anzahl der überlappenden Bereiche der Sättigungsbänder, was Korrekturen in der Berechnung der Flipwinkel der Sättigungspulse, der Gradientenstärken und der zeitlichen und räumlichen Abfolge der Sättigungsbänder nach sich zieht. Insbesondere sinkt der Sättigungseffekt in den zuerst gesättigten Bändern immer mehr mit steigender Anzahl an Sättigungsbändern, da die Magnetisierung in diesen Bereichen bis zum Einstrahlen des Anregungsimpulses des eigentlichen spektroskopischen oder bildgebenden Experiments wieder teilweise relaxiert ist. Dafür ist das Aufnahmevolumen besser an de Untersuchungsbereich angepasst, wodurch Partial Volume Effekte verringert werden.
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Es ist also ein Mittelweg zu finden in der immer besseren Angleichung des Aufnahmevolumens an die Form des untersuchten Organs bzw. Untersuchungsbereichs und der dadurch auch wieder sich verschlechternden Signalunterdrückung außerhalb des Untersuchungsbereichs. Das Aufnahmevolumen bzw. seine Außenkontur wird daher so vereinfacht, dass das das Aufnahmevolumen umgebende Gewebe mit vorzugsweise acht bis zwanzig Sättigungsbändern abgesättigt werden kann. Das Aufnahmevolumen soll entsprechend acht bis zwanzig Seitenflächen aufweisen.
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Vorzugsweise wird zur Segmentierung ein Random-Walker-Verfahren verwendet. Grundsätzlich stehen zur automatischen Segmentierung eine Vielzahl an Möglichkeiten offen. Beispielsweise können Kantendetektionsalgorithmen verwendet werden, wie sie aus der Bildverarbeitung bekannt sind. Als besonders effizient hat sich aber die Segmentierung mit einem Random-Walker-Verfahren herausgestellt. Bei diesem wird zuerst das Zentrum des Untersuchungsbereichs und mithin des Aufnahmevolumens festgelegt. Dies kann durch sogenannte „boosted classifier“ erfolgen. Dabei werden die Bilder anhand bestimmter Merkmale in drei oder mehr Kategorien klassifiziert, wobei die zum gesuchten Organ bzw. seinem Querschnitt gehörigen Bildelemente idealerweise alleine in eine Klasse fallen. Das Zentrum der Bildelemente dieser Klasse, die aufgrund der Klassifizierung gerade als zum Untersuchungsbereich gehörig festgelegt ist, kann durch eine Schwerpunktbestimmung erfolgen. Nach Durchführung der Klassifizierung können auch noch Fehlerkorrekturen zum Feststellen von Ausreißern vorgenommen werden.
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Ausgehend vom Zentrum wird dann ein Random-Walker-Verfahren ausgeführt. Dieses an und für sich in der Finanzmathematik zur Berechnung von Aktienkursen angewendete Verfahren beruht auf einer zufälligen Bewegung, dem „random walk“. So wird ausgehend vom Zentrum der Untersuchungsbereich erschlossen.
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Vorzugsweise kann ein Aufnahmevolumen zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes der Prostata bestimmt werden. Magnetresonanzaufnahmen der Prostata sind besonders anfällig gegenüber Signalbeiträgen von außerhalb, weshalb das erfindungsgemäße Verfahren mit besonderem Vorzug zur Bestimmung eines Aufnahmevolumens einer Prostata herangezogen wird.
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Selbstverständlich kann das beschriebene Verfahren zur automatisierten Bestimmung eines Aufnahmevolumens mit allen Ausgestaltungen im Rahmen der Vorbereitung einer Aufnahme bzw. der Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes eingesetzt werden. Ob man die Bestimmung des Aufnahmevolumens zur Aufnahme des Magnetresonanzdatensatzes zählt oder zu den Vorbereitungshandlungen und die Aufnahme auf den Zeitraum der eigentlichen Datenakquisition eingeschränkt sehen möchte ist an und für sich eine reine Definitionsfrage. Das beschriebene Verfahren zur automatisierten Bestimmung eines Aufnahmevolumens wird jedenfalls verwendet, um die Lage von Sättigungsbändern festzulegen, wobei die Parameter der Sättigungspulse wie Pulsdauer, Flipwinkel und Anzahl der Sättigungspulse sowie die während und nach den Sättigungspulsen anzulegenden Magnetfeldgradienten(stärken) eingestellt werden. Diese Sättigungsbänder werden während der Aufnahme von Magnetresonanzdatensätzen zur Unterdrückung des Signals außerhalb eines festgelegten Volumens eingesetzt. Anschließend kann die Datenakquisition erfolgen.
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Das Verfahren zur Datenakquisition kann modulartig aufgebaut sein. Die die Sättigungsbänder erzeugenden Sättigungspulse, die Anregungsimpulse sind und lediglich wegen des Verwendungszwecks so genannt werden, sowie die zugehörigen Magnetfeldgradienten bilden dabei eine festgelegte Abfolge, die mittels einiger weniger Parameter eingestellt werden kann. Bevorzugt sind dies die Anzahl der Anregungsimpulse sowie die jeweiligen Flipwinkel. Die weiteren Größen wie die Pulsformen, die Pulsdauern und der Zeitabstand der Impulse bleibt dagegen bevorzugt fest.
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Als weiteres Modul kann vor oder nach dem Sättigungsmodul ein Wasserunterdrückungsmodul oder generell ein frequenzselektives Sättigungsmodul folgen. Insbesondere bei spektroskopischen Verfahren und bei der spektroskopischen Bildgebung sind derartige Module notwendig, um das Wassersignal, das um ein Vielfaches höher ist als das Signal von Metaboliten, zu unterdrücken. Selbstverständlich können auch mehrere frequenzselektive Sättigungsmodule verwendet werden, beispielsweise eines zur Wasserunterdrückung und eines zur Fettunterdrückung. Ein bekanntes Präparationsmodul zur frequenzselektiven Sättigung bzw. Signalunterdrückung ist unter dem Namen CHESS bekannt.
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Die der vorliegenden Erfindung zugrundeliegende Aufgabe wird auch gelöst mit einem Magnetresonanzgerät mit einem Magneten, wenigstens drei Gradientenspulen zur Erzeugung von Magnetfeldgradienten, wenigstens einer Anregungsspule, einer Steuerungseinrichtung und einer Auswerteeinrichtung zur Ermittlung eines Aufnahmevolumens. Die Auswerteeinrichtung ist zur Durchführung des oben beschriebenen Verfahrens ausgebildet.
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Die Implementierung der vorgenannten Verfahren in der Steuervorrichtung kann dabei als Software oder aber auch als (fest verdrahtete) Hardware erfolgen.
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Die vorteilhaften Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens korrespondieren zu entsprechenden Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Magnetresonanzgeräts. Zur Vermeidung unnötiger Wiederholungen wird somit auf die entsprechenden Verfahrensmerkmale und deren Vorteile verwiesen.
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Weitere Vorteile, Merkmale und Besonderheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung vorteilhafter Ausgestaltungen der Erfindung.
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Dabei zeigen
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1 ein erfindungsgemäßes Magnetresonanzgerät,
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2 einen Untersuchungsbereich,
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3 ein Ablaufschema des erfindungsgemäßen Verfahrens
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4 einen Querschnitt eines Untersuchungsbereichs mit Sättigungsbändern, und
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5 ein Sequenzdiagramm mit Sättigungsmodul.
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1 zeigt eine Magnetresonanzgerät 1 umfassend den Magneten 2 sowie eine Steuereinheit 3. Der Magnet 2 wird zwar allgemein so bezeichnet, allerdings ist er aus einer Vielzahl an Komponenten aufgebaut. Er enthält beispielsweise drei Gradientenspulen 4, eine Anregungsspule 5 zur Erzeugung von HF-Impulsen sowie eine Spule 6 zur Erzeugung des Hauptmagnetfeldes B0.
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Ein Patient, wir über die Öffnung 7 ich den Magneten 2 eingeschoben wird, kann mit Positionierungshilfen so positioniert werden, dass der Untersuchungsbereich, üblicherweise der Kopf oder ein bestimmtes Organ wie beispielsweise die Leber, die Nieren oder die Prostata im homogenen Bereich des Hauptmagnetfeldes B0 liegt.
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Zur besseren Orientierung existiert eine Konventionen zur Benennung von Hauptschnittebenen, die insbesondere bei der Aufnahme erster Übersichtsbilder verwendet werden. Die Transversalebene 12 liegt senkrecht auf der Längsachse des Patienten und teilt diesen in einen oberen und unteren Teil. Die Sagittalebene 13 durchschneidet den Patienten in der Mitte. In der Sagittalebene 13 aufgenommene Bilder zeigen den Patienten von der Seite her. Die Frontalebene 14 teilt den Patienten in eine vordere und hintere Hälfte.
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Selbstverständlich können die Aufnahmevolumina völlig frei und nicht nur parallel zu den Ebenen 12, 13 und 14 positioniert werden. Die Ebenen 12, 13 und 14 können aber in Magnetresonanzbildern zur besseren Orientierung automatisch eingezeichnet werden. Dadurch kann die Drehung des Aufnahmevolumens bildlich dargestellt werden.
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2 zeigt als beispielhaften Untersuchungsbereich eine Prostata 15. Ein Untersuchungsbereich können einzelne Organe oder Körperregionen oder Teile von Organen oder Körperregionen sein. Ein Beispiel für einen Teil einer Körperregion ist die weiße Gehirnmasse.
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Die Prostata 15 liegt zwischen Harnblase 16 und Beckenboden 17 und wird von der Harnröhre 18 durchquert. Die Außenfläche der Prostata ist daher unregelmäßig und durch keine geometrische Standardform beschreibbar.
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Spektren einer gesunden Prostata weisen ein bestimmtes Verhältnis von Zitrat zu Cholin auf. Bei einer nekrosen Prostata ist die Signalintensität von Zitrat gesenkt und der von Cholin erhöht im Vergleich zu einer gesunden Prostata. Das Verhälnis der Signalintensitäten von Zitrat zu Cholin ist somit bei nekrosem Prostatagewebe erniedrigt.
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Zur Aufnahme von Signalen, die lediglich aus der Prostata stammen, können Verfahren der lokalisierten Spektroskopie eingesetzt werden. Hierbei kann das das Aufnahmevolumen umgebende Gewebe gesättigt werden, bevor das Aufnahmevolumen und das umgebende Volumen bzw. Gewebe angeregt werden. Durch diesen Trick stammt das ausgelesene Signal hauptsächlich aus dem Aufnahmevolumen.
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Die Sättigung erfolgt wie bereits beschrieben mit mehreren Sättigungsbändern. Diese sind mehr oder weniger quaderförmig, die genaue Form hängt vom Pulsprofil ab. Um das Gewebe außerhalb eines quaderförmigen Aufnahmevolumens abzusättigen benötigt man mindestens vier bis sechs Sättigungsbänder, je nachdem ob die mit dem Anregungspuls erzeugte Schicht den Untersuchungsbereich übersteigt oder nicht. Sollen lediglich Signale innerhalb der Prostata 15 akquiriert werden könnte ein quaderförmiges Aufnahmevolumen erzeugt werden, das vollständig innerhalb der Prostata 15 liegt. Dieses ist im Querschnitt mit dem Rechteck 19 angedeutet.
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Dieses Vorgehen weist den entscheidenden Nachteil auf, dass das derart gewonnene Aufnahmevolumen vor allem den Innenraum der Prostata 15 beinhaltet und viel Prostatagewebe ausschließt. Dadurch steigt einerseits die Messzeit zum Erhalten eines gewünschten SNR an, andererseits ist eventuell gerade der nekrotische Bereich nicht im Aufnahmevolumen enthalten.
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Legt man das Aufnahmevolumen nur einfach grob um die Prostata 15 herum, erhält man aber viele Signalbeiträge vom umliegenden Gewebe.
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Daher werden oft mehr als sechs Sättigungsbänder verwendet, um die Außenfläche der Prostata möglichst gut abzubilden.
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Dabei wird erfindungsgemäß ein automatisiertes Verfahren zur Bestimmung des Aufnahmevolumens eingesetzt. Hiermit lassen sich Ungenauigkeiten, die beim „von Hand“-Segmentieren entstehen, verhindern.
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Die Überlegungen, die im Bezug auf spektroskopische Aufnahmen angestellt wurden, gelten analog und erweitert auch für die normale und die spektroskopische Bildgebung.
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Unter normaler Bildgebung in der vorliegenden Anmeldung die Aufnahme von Bilddaten verstanden, die keine spektroskopische Information beinhalten. Es kann sich um zwei- und dreidimensionale Aufnahmeverfahren wie FLASH, Spinecho, Gradientenecho, Turbospinecho, TrueFisp, HASTE, GRASE, Multispinecho, T1-Karten, T2-Karten usw. handeln. Das Aufnahmeschema des k-Raums kann radial, kartesisch oder beliebig anders sein.
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Die spektroskopische Bildgebung beinhaltet Verfahren des sogenanten „Chemical Shift Imaging“ (CSI), beispielsweise Aquisition-Weihgted CSI (AW-CSI) oder Density Weighted CSI (DW-CSI).
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Bei der normalen wie der spektroskopischen Bildgebung besteht das Problem, dass das Untersuchungsobjekt nur im gesamten Querschnitt angeregt werden kann und zur Erzielung einer gewünschten Auflösung der k-Raum in Phasenrichtung entsprechend oft durchlaufen werden muss. Soll ein Bild mit 128 × 128 Bildelementen akquiriert werden, sind 128 Wiederholungen mit jeweils wechselnder Stärke des Phasengradienten nötig. Die erzielte Auflösung hängt vom Field of View (FoV) ab. Das Field of View hängt vom Untersuchungsbereich ab, es bezeichnet die abgebildete Fläche. Das FoV muss den gesamten Querschnitt des angeregten Untersuchungsvolumens bzw. des Aufnahmevolumens enthalten. Der interessierende Bereich bzw. das interessierende Volumen betreffen aber immer nur einen Teil des abgebildeten Bereichs bzw. Volumens. Die gleiche Auflösung könnte mit einer geringeren Zahl an Wiederholungen mit wechselnder Stärke des Phasengradienten, also mit weniger Aufnahmeschritten in Phasenrichtung, erzielt werden, wenn sich das Field of View verkleinern ließe. Dies ist auf die gleiche Weise möglich wie bereits zur lokalisierten Spektroskopie beschrieben. Indem das das Aufnahmevolumen umgebende Gewebe abgesättigt wird kann das FoV verringert und ohne Anderung der Auflösung die Anzahl der Phasenschritte entsprechend reduziert werden.
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Bei dreidimensionaler Bildgebung wird auch in Schichtrichtung ein Phasengradient geschaltet, der erzielbare Zeitgewinn wird um den entsprechenden Faktor vergrößert. Bei der spektroskopischen Bildgebung wird in allen Raumrichtungen zur Kodierung ein Phasengradient geschaltet, bei dreidimensionaler spektroskopischer Bildgebung also drei Phasengradienten. Der erzielbare Zeitgewinn ergibt sich multiplikativ aus den einzelnen Verringerungen der Phasenschritte.
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Zusätzlich besteht noch das Problem des so genannten Partial Volume Effect. Vor allem in den Randbereichen des Untersuchungsbereiches enthalten Bildelemente Signalbeiträge aus unterschiedlichen Geweben. Bei spektroskopischen Bildern sind entsprechend die Spektren „verunreinigt“. Auch diese Verunreinigung kann verringert werden, wenn das das Aufnahmevolumen umgebende Gewebe abgesättigt wurde.
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3 zeigt ein Ablaufschema zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes. In Schritt S1 wird ein Patient in den Magneten 2 geschoben, positioniert und das Magnetfeld homogenisiert. Im Folgenden Schritt S2 wird als Übersichtsbilddatensatz ein T2-gewichteter 2D-Multislice-Spinecho-Datensatz der Prostata oder eines anderen Untersuchungsbereich aufgenommen und zu Bilddaten weiterverarbeitet.
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Danach wird als Schritt S3 in jedem Bild des Übersichtsbilddatensatzes eine Segmentierung mit sogenannten „Boosted Classifier“ ausgeführt und so jedes Bild mit der dabei vorgenommenen Klassifikation segmentiert. Auf Grund der Klassifikationsparameter steht von vornherein fest, dass das in eine Klasse eingeordnete Gewebe als zur Prostata gehörig angesehen wird, usw.
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An Hand der Klassifikationsergebnisse kann in Schritt S4 in jedem Bild, das einen Teil der Prostata abbildet, ein Random-Walker-Algorithmus ausgeführt werden. Dazu werden innerhalb und außerhalb der Prostata jeweils sogenannte „Seeds“ ausgewählt und von diesen ausgehend eine „Random-Walker-Wahrscheinlichkeitskarte“ berechnet. An Hand dieser werden jeweils die Ränder der Prostata identifiziert und so Segmente der Prostata 15 erstellt.
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Im nächsten Schritt S5 werden die Segmente in eine Projektionsebene projiziert. Die Projektionsrichtung kann beispielsweise senkrecht zur Sagittalebene 12 sein.
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Für diese Projektion wird anschließend eine Hüllkurve berechnet (Schritt S6). Diese enthält einige wenige Stützstellen, über die die gesamte Hüllkurve definiert ist.
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Danach wird für die Hüllkurve als Schritt S7 das minimale umgebende Rechteck ermittelt. Dieses geschieht wie oben beschrieben.
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Als Schritt S8 wird diejenige Ecke des Rechtecks berechnet, die am nächsten zur Transversalebene 12 liegt. Durch diese Ecke wird die erste Seitenfläche des Aufnahmevolumens, und zwar parallel zur Transversalebene gelegt.
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Die zweite bis fünfte Seitenfläche stehen senkrecht auf der ersten Seitenfläche und sind durch das ermittelte Rechteck vorgegeben. Die Lage der letzten Seitenfläche des quaderförmigen Aufnahmevolumens ergibt sich aus den Übersichtsbildern, da sie parallel zur ersten Seitenfläche ist und en Untersuchungsbereich, also die Prostata, tangiert.
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Ausgehend von diesem Quader werden die Kodierrichtungen des Auslese-, Phasenkodier- und Schichtselektionsgradientenfestgelegt. Es handelt sich nur um Richtungsangaben, es kann auch jeweils ein Phasenkodiergradient eingesetzt werden.
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Die Ausleserichtung liegt in der Sagittalebene entlang der Seite des Rechtecks 21, die am nächsten zur Transversalebene angeordnet ist. Die Phasenrichtung steht darauf senkrecht in der Sagittalebene. Es handelt sich hierbei nur um die reine Orientierung und Richtungsangabe, da insbesondere bei der spektroskopischen Bildgebung kein Auslesegradient sondern nur phasenkodierende Gradienten verwendet werden.
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Im folgenden Schritt S9 die Anzahl der Seitenflächen durch Einfügen neuer Ecken in das Rechteck 21 zur weiteren Verringerung des Aufnahmevolumens erhöht, also die Zahl der Sättigungsbänder erhöht.
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Aus der Lage der ermittelten Seitenflächen können die Parameter der Sättigungsbänder errechnet werden. Diese Parameter werden abgespeichert und stehen für nachfolgende Aufnahmen von Magnetresonanzdatensätzen zur Verfügung.
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Weiterhin gehen aus der Lage der Seitenflächen unmittelbar die Aufnahmeparameter hervor. Beispielsweise kann aus den Seitenflächen das Field of View bestimmt werden, die Lage der aufzunehmenden Schichten oder Ebenen und die dafür benötigten HF-Impuls- und Gradienteneinstellungen.
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Im Rahmen der Auswertung aufgenommener 3D-CSI-Datensätze können auch MPR-Schichten, also Projektionen, auf die Transversalebene 12, die Sagittalebene 13 oder die Frontalebene 14, der erzeugt werden. Insbesondere die Projektion in die Transversalebene 12 eignet sich zur Darstellung der Spektren.
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4 zeigt rein exemplarisch einen Querschnitt einer Prostata 15, eine die Prostata 15 einhüllende Hüllkurve 20, aus der Hüllkurve 20 abgeleitetes Rechteck 21 sowie sechs Sättigungsbänder 22, 23, 24, 25, 26 und 27, die um die Prostata herum angeordnet sind und so das innenliegende Aufnahmevolumen 28 definieren. Die Hüllkurve 20, das Rechteck 21 und die Sättigungsbänder 22 bis 26 werden wie oben beschrieben bestimmt.
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Das Aufnahmevolumen kann zur Erzeugung eines lokalisierten Spektroskopiedatensatzes, eines zwei- oder dreidimensionalen Bilddatensatzes oder eines zwei- oder dreidimensionalen spektroskopischen Bilddatensatzes verwendet werden.
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5 zeigt ein Aufnahmeverfahren zur Aufnahme eines dreidimensionalen spektroskopischen Bilddatensatzes. Dieses ist modulartig aufgebaut. Das Sättigungsmodul 29 enthält eine Vielzahl an aufeinanderfolgenden Anregungsimpulsen 30 und Spoilergradienten 31 sowie Schichtselektionsgradienten 32, von denen jeweils einer exemplarisch dargestellt ist. Durch jeden Anregungsimpuls 30 wird ein Sättigungsband erzeugt. Das Sättigungsmodul 29 enthält also so viele Anregungsimpulse 30 wie Sättigungsbänder vorgesehen sind.
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Das Wasserunterdrückungsmodul 33 bewirkt eine frequenzselektive Sättigung des Signals. Ein bekanntes Wasserunterdrückungsmodul ist unter der Bezeichnung „CHESS“ bekannt.
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Im Anschluss an das Wasserunterdrückungsmodul 33 können beliebige Experimente durchgeführt werden, beispielsweise kann jeweils ein k-Raum-Punkt eines dreidimensionalen spektroskopischen Bildgebungsverfahrens akquiriert werden. Entsprechend sind ein Anregungsimpuls 34, Phasengradienten 35 und ein Akquisitionsfenster 36 dargestellt.
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Es versteht sich von selbst, dass das erfindungsgemäße Verfahren sowie das erfindungsgemäße Magnetresonanzgerät eng miteinander verknüpft sind, und dass Merkmale der Erfindung, die als Verfahrensaspekte beschrieben wurden, auch wesentlich für das Magnetresonanzgerät sein können. Dies kann auch in umgekehrter Weise für unter Bezug auf das Magnetresonanzgerät beschriebene Merkmale gelten, die auch verfahrensrelevant sein können.
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Es versteht sich außerdem von selbst, dass unter Bezug auf einzelne Ausgestaltungen beschriebene Merkmale auch bei anderen Ausgestaltungen bzw. Ausführungsformen realisiert werden können, außer wenn dies ausdrücklich anders beschrieben ist oder sich aus technischen Gründen von selbst verbietet.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- Venugopal et al., Automatic conformal prescription of very selective saturation bands for in vivo 1H-MRSI of the prostate, NMR Biomed. 2012, 25: 643–653 [0011]
- Freeman H. and Shapira R., Determining the Minimum-Area Encasing Rectangle for an Arbitrary Closed Curve, Communications oft the ACM, Vol. 18, Nr. 7, pp. 409–413, 1975 [0029]
